CN101861120A - 用于在光声成像应用中检测流和增强snr性能的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本公开提供了用于对光声成像/热声成像与功率多普勒信号处理进行组合的系统和方法。更具体地，所公开的系统和方法包括使用编码多普勒信号从而检测体内血流并对体内血流成像。所公开的流检测系统和方法可以被用于使用PD的光声成像以尤其达到增强的信噪比(SNR)和灵敏性性能。用于检测目标区域中的流的方法可以包括：(i)使用光声成像系统获取包含针对目标区域的光声成像数据的编码信号；(ii)解码所述编码信号；(iii)使所解码的信号通过解调器和低通滤波器，从而生成基带信号；(iv)使所述基带信号通过壁滤波器，从而生成无杂波的信号；以及(v)通过积分所述无杂波的信号的功率谱来估计R0值。

Description

用于在光声成像应用中检测流和增强SNR性能的系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请涉及在2007年6月29日提交的受让序列号为No.60/947,078的题为“Coded Excitation For Photo-Acoustic and Thermo-Acoustic Imaging”的共同受让的待决临时专利申请。以引用的方式将上述临时专利申请的整个内容并入本文。
技术领域
本公开涉及光声成像和热声成像。更具体地，本公开涉及用于生成光声成像应用和热声成像应用中的流的空间分布的系统和方法。
背景技术
血流是携带养分、氧和调节蛋白到生物组织并带回代谢废气的基本机构。现在血管生成被广泛接收作为维持肿瘤生长和增殖的单个最重要因素(参见，例如J.Folkman的Tumor angiogenesis：therapeutic implications，NEngl J Med.285：1182-1186，1971)。通常，这类充血状况与例如关节炎、黄斑变性、子宫内膜异位等的各种疾病相关联。这种状况的体内成像具有广泛的含义。然而，这样的成像应用也是富有挑战的。
对血流的体内成像的传统超声方法是复杂的，并因来自红细胞(红血球)的超声背向散射信号的固有低信噪比(SNR)水平而变得困难，所述散射信号通常比来自组织的超声信号低10-20dB(参见，例如，K.Shung的Scattering of ultrasound by blood，IEEE Trans.Biomed.Eng.；23：460-467，1976)。相对弱的超声背向散射信号通常被淹没在噪声基底附近或噪声基底之下。为了辅助检测这样弱的信号，超声开发者和制造者开发了大量的文献经验以及实验经验(参见，例如，C.Kasai、K.Namekawa、A.Koyano、和R.Omoto的Real-Time Two-Dimensional Blood Flow Imaging Using anAutocorrelation Technique，IEEE Trans.UFFC，Vol.su-32，No.3，1985)。
在超声中，尽管大脉管血流通常处于高速度并且可以由编码均值多普勒频移的常规彩色多普勒回波描记术容易地检测，在微脉管水平的血流处于较低速度并且较不容易被这一手段检测。众所周知地，在解决充血状况时，微脉管流是人们所感兴趣的。不同于常规彩色多普勒回波描记术，功率多普勒(PD)回波描记术编码多普勒信号的功率谱密度的幅度(参见，例如，J.M.Rubin、R.O.Bude、P.L.Carson、R.L.Bree和R.S.Adler的PowerDoppler US：A Potentially Useful A lternative to Mean Frequency-based ColorDoppler US，Radiology，190：853-856，1994)。PD回波描记术因此成为用于证明小脉管中血流的存在的灵敏方法。PD信号实际上是以特定水平运动的反射体的密度的度量并因此成为分形脉管体积的度量(参见，例如，P.C.Taylor的The value of sensitive imaging modalities in rheumatoid arthritis，ArthritisRes Ther.；5(5)：210-213，2003)。
因此，如同其他超声技术一样，PD超声对亚毫米脉管中的流不灵敏，并因此仅是毛细管流的测量值的间接代替。这一限制主要起因于前面所提到的事实：来自血液的超声背向散射比来自组织的信号弱得多(10-20dB)。所得到的较弱信号主要由于血液中的回声红细胞的浓度在密度上与例如肝组织的回声细胞构成相比在数量级上较低(参见，例如，K.Shung的Scattering of ultrasoundby blood)。还存在弹性背面散射的频率依赖性(6功率)(参见，例如，P.Morse、K.Ingard的Theoretical Acoustics，PrincetonUniversity Press)。然而，即使在高频率(例如，40MHz)下，与心肌相比，小鼠心室仍然呈现为空洞(http://www.visualsonicscom)。在这样高的频率下，超声穿透变为严格受限。
近来光声成像的出现为技术进步增加了新的机会(参见，例如，X.Wang、Y.Pang、G.Ku、G.Stoica和L.Wang的Three-dimensional laser-inducedphotoacoustic tomography of mouse brain with the skin and skull intact，OpticalLetters，Vol.28，No.19，1739-1741，2003)。通常，光声成像使用短的激光脉冲以引发快速加热(由于光吸收)和目标对象的后续松弛。对象的这一机械变形引起之后由超声换能器检测到的声波并且该声波被用于形成吸收体分布和强度的图。与传统超声方法相比，在光声成像过程中作为目标的红细胞的所得到的吸收信号强度比组织的所得到的吸收信号强度高得多。因此，存在用于使用光声成像改进微脉管系统流检测的新的机会。然而，与和传统超声方法相关联的已良好开发的信号处理技术相比，在光声成像应用中的弱信号的信号处理是相对未开发的领域。对于热声成像应用也是这样，在所述热声成像应用中激光源被微波天线取代。
使用多普勒信号处理(更具体地为多普勒频移)的用于光声成像和热声成像的当前系统和方法在应用中受到限制并且包含许多缺点(参见，例如，P.Beard的Blood flow velocity measurement，美国专利公开No.2005/0150309A1，后面将其称为“Beard申请”)。Beard申请通常涉及使用多普勒频移的光声流成像；然而，Beard申请未能解决与在较低流速下的流检测相关的问题。给定光声穿透能力，末端成像和/或在浅深度处成像提供了其有前景的应用，其中，灌注型流要普遍的多，并且这种慢运动的检测灵敏性极为重要。因此，Beard申请对解决低流速区域的成像的失效明显是不利的。Beard申请的另一局限性为由组织运动引起的闪烁伪影的普遍存在。Beard申请不能降低或消除闪烁伪影主要是由于其依赖于多普勒频移。与多普勒信号处理相关的其他关注点包括检测角度依赖性以及较快流速处的潜在混叠效应。
因此，需要这样的系统和方法，其将多普勒信号处理广泛地应用到光声成像应用(包括降低的流速检测)，同时避免闪烁伪影，降低角度依赖性并补偿在较快流速处的混叠效应。还存在对于在相对弱的信号的信号处理中有效的光声成像系统和方法的需要。
发明内容
本公开提供了有利地增强光声成像和热声应用中的SNR性能的系统和方法。更特别地，目前公开的系统和方法包括编码多普勒信号的生成和使用，从而检测例如血流的体内流并对其成像。通常，类似于在超声应用中所使用的，功率多普勒(PD)技术可以根据本公开被用于编码多普勒信号的功率空间密度的幅度。
本公开的示例性实施例涉及使用编码激励以获取多普勒流信号从而增强SNR和灵敏性性能。所公开的系统和方法具有广泛应用，尤其包括：流检测(特别是在较低流速下)，以及疾病、失调或状况诊断(例如，风湿性关节炎、年龄相关的黄斑变性、皮肤癌/黑色素瘤、食管癌、巴雷特食管、脉管炎、良性前列腺增生、前列腺癌、乳腺癌、子宫内膜异位、与颈动脉中的动脉粥样硬化相关联的早期炎症反应、运动医学中的肌肉灌注等)。
通过设计，这里公开的系统和方法将光声成像(其有利地产生血液的较强光学吸收)的益处与在临床诊断超声中常规使用的PD技术的优点进行组合。所得到的系统和方法使得用户能够使用光声成像来甚至在例如灌注型流的低流速下也执行有效的流检测和/或测量。
另外，本公开的示例性方法对于检测例如血管的感兴趣目标区域中的流有效。所公开的方法的实现方式可以有利地包括以下步骤：(i)使用光声成像系统获取包含针对目标区域的光声成像数据的编码信号；(ii)以如下方式解码所述编码信号，所述方式与在2007年6月29日提交的受让序列号为No.60/947,078的题为“Coded Excitation For Photo-Acoustic andThermo-Acoustic Imaging”的共同受让的待决临时专利申请(先前以引用的方式将其并入本文；解码信号通常可以采取基带信号、解析信号和/或原始射频信号的形式)中所公开的一致；(iii)使解码信号通过解调器(如果其为射频信号)和低通滤波器，从而生成在超声成像和电信系统中普通使用的基带信号；(iv)使所述基带信号通过壁滤波器，由此移除事实上随时间保持恒定的所有静态信号；以及(v)通过积分由壁滤波器生成的信号的功率谱来估计R0值。
所公开的壁滤波器通常有效用于从基带中的解码信号移除组织信号(在超声和雷达成像文献中有时被称为杂波)。在本公开的示例性实施例中，R0值有利地用作对总体血流的估计。实际上，R0值可以用于检测充血状况。众所周知地，可以使用如下计算来估计R0值：
R0＝∫z(t)z*(t)dt＝∫(x2(t)+y2(t))dt＝∫P(ω)dω
其中，z为无杂波的信号，且z(t)＝x(t)+iy(t)，而P为无杂波的信号的功率谱。
本公开还提供有利的光声成像系统和热声成像系统。在其示例性实施例中，所述光声成像系统/热声成像系统包括：(i)适于辐射目标位置的一个或多个电磁束源，例如，激光和/或微波，其中，对一个或多个波束的功率谱进行编码；(ii)适于检测光声信号的一个或多个超声检测器，所述光声信号包括由目标样品生成的基带信号；(iii)用于对辐射功能性和检测功能性进行同步的器件；以及(iv)用于处理所述光声信号以得出与所述目标位置相关的流信息的器件。
用于处理光声信号/热声信号的器件可以包括解调器、低通滤波器、壁滤波器以及用于R0估计的器件。所述解调器和低通滤波器通常适于对光声信号的基带信号进行解调和提取。所述壁滤波器通常适于从光声信号的基带信号移除组织杂波。所述用于R0估计的器件通常与处理单元/计算机相关联，并适于通过积分无杂波的基带信号的功率谱来估计总体流。
一个或多个电磁束源通常采用例如基于半导体的激光源的(一种或多种)激光和/或例如射频微波天线的(一种或多种)微波的形式。通常，电磁束源在低脉冲重复频率下操作。超声检测器包括一个或多个换能器阵列。用于同步的器件和用于处理的器件通常被贮存在处理单元/计算机上并被所述处理单元/计算机操作。实际上，用于同步的器件和用于处理的器件可以基于硬件和/或基于软件。
在本公开的示例性实现方式中，目标样品为血管，且R0值被用于检测充血状况。然而，所公开的系统/方法具有广泛的应用，并提供优于本公开所讨论的现有技术的许多优势。根据附图之后的描述，特别是当结合附图进行阅读时，所公开的系统和方法的另外的特征、功能和益处将变得明显。
附图说明
为了有助于本领域普通技术人员实现并使用所公开的系统和方法，对附图进行参照，在附图中：
图1示意性地描绘了根据本公开的用于执行利用光声学的功率多普勒的示例性技术；以及
图2描绘了示例性功率多普勒处理序列。
具体实施方式
如本文上述所提到的，本公开提供了有利地将光声成像和热声成像与功率多普勒(PD)技术进行组合以例如以增强的信噪比(SNR)性能检测降低的流速的系统和方法。
众所周知地，例如在电信领域中，已采用编码激励来提高传输信号的SNR。特别地，可以使用二进制序列来编码信号，所述信号经受噪声或干扰通过介质传输。信号被接收并解码以恢复介质信息。将编码激励的使用与公知的多普勒效应(特别是在光声成像应用中)的益处相结合的系统和方法可以证明对于弱信号处理是非常有益的。在这点上，参照题为“CodedExcitation For Photo-Acoustic and Thermo-Acoustic Imaging”的共同受让的共同待决的临时专利申请(序列号为No.60/947078，2007年6月29日提交，先前以引用的方式将其内容并入本文)。
首先参照图1，示意性地描绘了用于执行体内组织成像的光声系统的示例性设置。激光辐射与超声接收部件同步，从而使得针对所记录的光声信号的时间原点与激光输送的时刻对准。一旦光被输送，生色团(例如，流动血液中的红细胞)吸收能量。一旦吸收这样的光能量(例如，激光辐射)，生色团迅速膨胀并且之后松弛。这一现象创建介质中的扰动，并产生和/或生成可以由超声检测器检测的光声波。
根据目前公开的系统和方法，所记录的光声信号/热声信号被波束形成以形成吸收体的空间图，之后，根据图2中的功能图进行处理。实际上，如在图2中所示出的，来自连续的帧的经波束形成的信号首先被解调，之后被发送通过低通滤波器以提取基带信号。根据本公开，可以使用解析信号(所记录光声信号的单边希尔伯特变换)或原始射频(RF)信号。在解调和低通滤波之后，通常使用壁滤波器以从这一经处理的信号移除组织杂波。最终，R0估计产生可以被转化为总体流动特性/参数或者与总体流通特性/参数相关的功率估计。
在目前公开的系统和方法中，降低的流动的灵敏性通常来自所提到的R0估计。在诊断超声中，这一计算基于射频信号、基带信号或解析信号。因此，根据连续的观察值计算信号的零延迟自相关。根据本公开，如在等式1中所示出的，通过积分功率谱计算R0：
R0＝∫z(t)z*(t)dt＝∫(x2(t)+y2(t))dt＝∫P(ω)dω     (1)
其中，z为信号，并且z(t)＝x(t)+iy(t)，并且，P为信号的功率谱(参见，例如，C.Kasai、K.Namekawa、A.Koyano和R.Omoto的Real-TimeTwo-Dimensional Blood Flow Imaging Using an Autocorrelation Technique，IEEE Trans.UFFC，Vol.su-32，No.3，1985)。
因此，由于考虑了信号的整个谱(而非仅考虑小的频移)，所计算的R0证实了对降低的流速的较好的灵敏性。同样在PD的超声应用中观察到的，相关联的益处为增加的显示动态范围，其中，增益控制可以被降低到电子噪声的水平(参照，例如，P.C.Taylor的The value of sensitive imagingmodalities in rheumatoid arthritis，Arthritis Res Ther.；5(5)：210-213，2003)。
通过使PD技术适于光声成像，本公开不同于更常规的多普勒超声测量。实际上，本公开通常涉及检测总体流的存在，而非血液速度。因此，目前公开的系统和方法相对于现有技术/常规技术和系统提供了许多优势，在此对其中一些进行讨论：
(i)通过当前公开的系统和方法，混叠效应基本上被降低或消除。例如，在脉冲波多普勒成像中遇到不利的混叠效应，其中，脉冲重复频率(PRF)没有高到足以适应较快的流速。
(ii)由于所公开的系统和方法测量总体流，而非速度，事实上不存在角度依赖性，并且因此，不依赖多普勒角度来降低频移。通过与频移方法相对照，目前公开的系统和方法测量可见散射体的数量和强度，所述数量和强度都不取决于速度和剪切率。根据本公开，仍然存在很微小的角度依赖性，这是由于具有接近于零的频移的流信号，例如与流正交的观察角度，可以被例如壁滤波器消除或衰减。尽管有壁滤波器的这一潜在影响，在实际实现方式中，通常期望包括壁滤波器，以例如去除或抑制软组织运动杂波。然而，由于由孔径/扫描头、流剖面和信号带宽生成的谱加宽，预期壁滤波器对角度依赖性的总体影响非常小。
(iii)这里描述的系统和方法能够使用最低可能的脉冲重复频率(PRF)，从而与依赖多普勒频移的技术相比，降低针对来自组织运动的闪烁伪影的潜在可能。
(iv)至少部分地基于血液对光声信号的光学吸收通常在数量级上大于组织的对应的光学吸收的事实，当前公开的系统和方法还产生良好的SNR性能。
(v)由于功率多普勒(PD)技术不基于频移，与现有技术/常规系统相比，当前公开的系统和方法对降低的流速灵敏。这一灵敏性使得能够对例如末端、浅的深度以及灌注型流普遍的其他应用/位置进行成像。
(vi)所公开的系统和方法还便于消除在光声成像和热声成像中存在的皮肤线。在常规光声成像中，由于耦合介质(例如，凝胶或水)和组织之间的非均匀性，皮肤线总是存在。皮肤线妨碍邻近或接近皮肤表面的感兴趣目标的可视化。由于使用PD的光声成像仅使运动目标可视化，可以有利地实现皮肤线消除。
存在针对这里公开的系统和方法的许多潜在应用。一个特别有利的应用涉及通常与充血状况相关联的灌注型流的可视化和量化。考虑光声成像的穿透能力，用于可视化和量化的目标区域通常相对较浅(其中，由被放置于外部或例如基于内窥镜/腹腔镜技术而放置于内部的检测器械测量深度)。可以根据本公开进行检测、监测和/或测量的疾病、失调和状况包括但不限于：风湿性关节炎、年龄相关的黄斑变性、皮肤癌/黑色素瘤、食管癌、巴雷特食管、脉管炎、良性前列腺增生、前列腺癌、乳腺癌、子宫内膜异位、与颈动脉中的动脉粥样硬化相关联的早期炎症反应、运动医学中的肌肉灌注等。
根据本公开的示例性实现方式，取决于诸如组织状况等的因素，光声成像的穿透深度通常在几厘米的量级。在这样的深度，灌注型流通常更为相关。另外，与固态激光技术/实现方式相关联的低脉冲重复频率(PRF)使得降低的流成像更为实用。例如激光二极管的基于半导体的激光源能够实现用于光声学的高PRF操作，其可以如在此所述的被用于改进图像质量。另外，这一公开还可应用于使用微波源的热声成像。
尽管已经参照其示例性实施例和实现方式描述了本公开，所公开的系统和方法不局限于这样的示例性实施例/实现方式。相反，根据这里所提供的描述，对本领域技术人员显而易见的是，在不脱离本公开的精神和范围的情况下易于对所公开的系统和方法进行修改、改变和增强。因此，本公开明确地包括在本发明的范围内的这样的修改、改变和增强。

Claims (22)

1.一种用于检测目标区域中的流的方法，所述方法包括如下步骤：
a、使用光声成像系统获取包含针对所述目标区域的光声成像数据的编码信号；
b、解码所述编码信号；
c、使所解码的信号通过解调器和低通滤波器，从而生成基带信号；
d、使所述基带信号通过壁滤波器，从而生成无杂波的信号；以及
e、通过积分所述无杂波的信号的功率谱来估计R0值。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所解码的信号为基带信号。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所解码的信号为解析信号。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所解码的信号为原始射频信号。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述壁滤波器从所解码的信号移除组织杂波。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述R0值为总体血流的估计。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，所述R0值被用于检测充血状况。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，使用下述计算估计所述R0值：
R0＝∫z(t)z*(t)dt＝∫(x2(t)+y2(t))dt＝∫P(ω)dω
其中，z为所述无杂波的信号，且z(t)＝x(t)+iy(t)，而P为所述无杂波的信号的功率谱。
9.一种光声成像系统，包括：
a、适于辐射目标位置的一个或多个电磁束源，其中，对一个或多个波束的功率谱进行编码；
b、适于检测光声信号/热声信号的一个或多个超声检测器，所述光声信号/热声信号包括由目标样品生成的基带信号；
c、用于对辐射功能性和检测功能性进行同步的器件；以及
d、用于处理所述光声信号以得出与所述目标位置相关的流信息的器件。
10.根据权利要求9所述的系统，其中，用于处理所述光声信号的所述器件包括解调器、低通滤波器、壁滤波器和用于R0估计的器件。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述解调器和低通滤波器适于对所述光声信号/热声信号的基带信号进行解码和提取。
12.根据权利要求10所述的系统，其中，所述壁滤波器适于从所述光声信号/热声信号的基带信号移除组织杂波。
13.根据权利要求10所述的系统，其中，用于R0估计的所述器件适于通过积分所述无杂波的基带信号的功率谱来估计总体流。
14.根据权利要求9所述的系统，其中，所述基带信号为以下之一：(i)解析信号，以及(ii)原始射频信号。
15.根据权利要求9所述的系统，其中，所述一个或多个电磁束源包括激光和/或微波。
16.根据权利要求9所述的系统，其中，所述一个或多个电磁束源在低脉冲重复频率下操作。
17.根据权利要求9所述的系统，其中，所述一个或多个电磁束源为基于半导体的激光源和/或微波天线。
18.根据权利要求9所述的系统，其中，所述一个或多个超声检测器包括一个或多个转换器阵列。
19.根据权利要求9所述的系统，其中，用于同步的所述器件和用于处理的所述器件被贮存在处理单元/计算机上并被所述处理单元/计算机操作。
20.根据权利要求9所述的系统，其中，用于同步的所述器件和用于处理的所述器件为基于硬件的。
21.根据权利要求9所述的系统，其中，所述目标样品为血管。
22.根据权利要求9所述的系统，其中，所述R0值被用于检测充血状况。
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